KR20210006561A - Biocompatible polymer membrane having metallized surface and method for preparation thereof - Google Patents

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Abstract

The present invention relates to a method for preparing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming a randomly arranged fiber structure, which comprises: a first step of arranging the biocompatible polymer membrane forming the randomly arranged fiber structure which is a target of bioactive metal inside a chamber of a magnetron sputtering device having a direct current power device; a second step of injecting inert gas into the chamber; and a third step of applying voltage to the target of the bioactive metal to deposit the bioactive metal on a surface of the biocompatible polymer membrane. Provided is the biocompatible polymer membrane having a metallized surface, which has improved membrane surface adhesion of the metal as compared to an existing metal coating process and has improved biocompatibility and bone regeneration properties.

Description

금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막 및 이의 제조방법{Biocompatible polymer membrane having metallized surface and method for preparation thereof}Biocompatible polymer membrane having metallized surface and method for preparation thereof TECHNICAL FIELD

생체 활성 금속 타켓인 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 생체 적합성 고분자 막을 직류 전원장치를 구비한 마그네트론 스퍼터링 장치의 챔버 내에 배치하는 제1단계; 불활성 가스를 상기 챔버 내에 주입하는 제2단계; 및 상기 생체 활성 금속 타겟에 전압을 인가하여 상기 생체 적합성 고분자 막 표면에 생체 활성 금속을 증착하는 제3단계를 포함하는 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법, 이에 따라 제조된 고분자 막 및 이의 용도에 관한 것이다. A first step of disposing a biocompatible polymer film forming an arbitrarily arranged fiber structure, which is a bioactive metal target, in a chamber of a magnetron sputtering apparatus equipped with a DC power supply; A second step of injecting an inert gas into the chamber; And a third step of depositing a bioactive metal on the surface of the biocompatible polymer film by applying a voltage to the bioactive metal target. The biocompatible polymer having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure It relates to a method for producing a membrane, a polymer membrane thus produced, and a use thereof.

골재생용 막(membrane)은 치조골 등을 포함하는 경조직(뼈)을 재생하는데 사용되는 막으로, 이것은 조직 또는 뼈의 손상된 부위에 섬유상 결합조직이 침입하는 것을 방지하는 방어막(barrier)으로서 막 형태로 사용한다. 이것을 유도 골재생(Guided Bone Regeneration, GBR) 또는 유도 조직 재생(Guided Tissue Regeneration, GTR)이라 한다. Bone regeneration membrane is a membrane used to regenerate hard tissue (bone) including alveolar bone, and it is used in the form of a membrane as a barrier that prevents fibrous connective tissue from invading the damaged tissue or bone. do. This is called Guided Bone Regeneration (GBR) or Guided Tissue Regeneration (GTR).

구체적으로 교정 시술이나 임플란트 시술 시 뼈의 질이 좋지 않거나 뼈의 양이 부족한 경우 또는 치주염으로 인해 치조골이 파괴, 소실된 경우에는 치조골을 증가시키는 시술이 필요한데, 이와 같이 골재생(골조성)이 필요한 경우에 골유도 재생술(guided bone regeneration, GBR)이나 골이식술(bone grafting)이 수행되고 있다. 골유도 재생 부위의 적절한 공간 유지를 위한 막이 필요하다. Specifically, if the bone quality is poor or the amount of bone is insufficient during correction or implant surgery, or if the alveolar bone is destroyed or lost due to periodontitis, a procedure to increase the alveolar bone is required. In some cases, guided bone regeneration (GBR) or bone grafting is being performed. A membrane is needed to maintain the proper space in the bone-induced regeneration site.

지금까지 폴리테트라플루오로에틸렌(polytertrafluoroethylene; PTFE) 막(membrane)이 GTR을 위한 이러한 방어막의 용도로 사용되어 왔으나, PTFE는 생체흡수성이 없기 때문에 그 멤브레인을 제거하여야 하는 2차 수술이 필요하다는 치명적 단점을 가지고 있고 또한 적용가능한 손상조직의 크기가 제한된다는 단점을 가지고 있다. 또한 금속 소재인 티타늄 망의 막(membrane)도 2차 수술을 통해 제거되어야 하는 불편함이 있다. Until now, polytertrafluoroethylene (PTFE) membranes have been used as such barriers for GTR, but PTFE is not bioabsorbable, so it is a fatal disadvantage that secondary surgery is required to remove the membrane. In addition, it has the disadvantage that the size of the applicable damaged tissue is limited. In addition, there is an inconvenience in that the membrane of the titanium mesh, which is a metal material, must be removed through a secondary surgery.

생분해성 합성고분자로는 PLA(poly lactic acid) PCL(polycaprolactone) 등을 대표적인 예로 들 수 있으며, 콜라겐은 인간 및 동물의 피부, 결합조직, 뼈 및 치아에서 발견되는 안정한 자연산 단백질로서, 우수한 생체적합성과 생체흡수성을 가지지만, 기계적 물성이 좋지 못하다. 게다가, 순수한 콜라겐의 용해도는 일반적으로 너무 높다. 반면에 합성고분자 기반 멤브레인의 경우 기계적 물성은 충분하나 생체 적합성과 세포 친화도가 콜라겐에 비해 떨어지는 단점이 있다. Representative examples of biodegradable synthetic polymers include PLA (poly lactic acid) PCL (polycaprolactone), and the like. Collagen is a stable, natural protein found in human and animal skin, connective tissue, bone and teeth, and has excellent biocompatibility and It has bioabsorbability, but its mechanical properties are poor. In addition, the solubility of pure collagen is generally too high. On the other hand, synthetic polymer-based membranes have sufficient mechanical properties, but biocompatibility and cell affinity are inferior to collagen.

골유도재생술에 사용되는 막이 갖추어야 할 조건은 인체에 무해하고 조직 친화성이 있어야 함은 물론 결합조직의 세포 유입을 차단 할 수 있는 세포 차단성이 있어야 하고 골재생에 관여하는 세포가 이주, 증식할 수 있는 재생공간의 확보와 확보된 공간을 유지시키실 수 있는 물리적 성질이 있어야 한다. 따라서 GBR 멤브레인으로서 공간 유지력. 세포 친화도 그리고 적절한 생분해 거동을 가지는 멤브레인에 대한 수요가 증대하고 있는 실정이다. The conditions for the membrane used in bone-guided regeneration must be harmless to the human body and must have tissue affinity, as well as cell barriers that can block the influx of connective tissues, and cells involved in bone regeneration can migrate and proliferate. It must have the physical properties to secure the reclaimed space and maintain the secured space. Therefore, space retention as a GBR membrane. There is an increasing demand for membranes with cell affinity and appropriate biodegradation behavior.

본 발명자는 세포 친화도 및 적절한 생분해성을 유지하면서도 기계적 물성이 충분하여 골재생에 관여하는 세포가 재생공간을 확보할 수 있고 유지할 수 있도록 하는 생체 적합성 고분자 막(membrane)을 예의 노력 연구한 결과, 생체 활성 금속을 마그네트론 스퍼터링을 이용해 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 생체 고분자 막 표면 전면을 코팅함으로써 본 발명을 완성하여, 금속 코팅층이 표면의 일정깊이 내부까지 코팅되어 물리적 접착력이 우수하면서 기계적 안정성이 향상되고 우수한 친수성을 가져 생체적합성 및 골재생능이 현저히 향상됨을 확인하였다. The present inventors have studied a biocompatible polymer membrane that maintains cell affinity and appropriate biodegradability while maintaining sufficient mechanical properties to secure and maintain a regeneration space for cells involved in bone regeneration, The present invention was completed by coating the entire surface of a biopolymer film that forms a randomly arranged fiber structure using magnetron sputtering with a bioactive metal, and the metal coating layer is coated to the inside of a certain depth of the surface, providing excellent physical adhesion and improved mechanical stability. It was confirmed that the biocompatibility and bone regeneration ability were remarkably improved with excellent hydrophilicity.

상기 목적을 달성하기 위한 제1양태는 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법을 제공한다. 구체적으로, 생체 활성 금속(bioactive metals) 타켓인 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 생체 적합성 고분자 막을 직류 전원장치를 구비한 마그네트론 스퍼터링 장치의 챔버 내에 배치하는 제1단계; 불활성 가스를 상기 챔버 내에 주입하는 제2단계; 및 상기 생체 활성 금속 타겟에 전압을 인가하여 상기 생체 적합성 고분자 막 표면에 생체 활성 금속을 증착하는 제3단계를 포함하는 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법을 제공한다. A first aspect for achieving the above object is to provide a method for producing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming an arbitrary arranged fiber structure. Specifically, a first step of disposing a biocompatible polymer film forming a randomly arranged fiber structure as a target of bioactive metals in a chamber of a magnetron sputtering apparatus equipped with a DC power supply; A second step of injecting an inert gas into the chamber; And a third step of depositing a bioactive metal on the surface of the biocompatible polymer film by applying a voltage to the bioactive metal target. The biocompatible polymer having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure It provides a method for producing a membrane.

본 발명의 제2양태는 상기 제1양태로 제조된 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 골재생용 고분자 막을 제공한다. A second aspect of the present invention provides a biocompatible polymeric membrane for bone regeneration having a metallized surface to form an arbitrarily arranged fiber structure prepared in the first aspect.

이하, 본 발명을 보다 자세히 설명한다.Hereinafter, the present invention will be described in more detail.

본 발명인 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법은 스퍼터링 장치를 이용한 생체 적합성 고분자 막 표면에 생체 활성이 우수한 금속을 적절한 반응조건을 선택하는 단계를 통해 코팅정도를 조절할 수 있는 고분자막 표면 처리 방법을 제공하는 것으로, 생체 활성 금속(bioactive metals) 타켓인 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 생체 적합성 고분자 막을 직류 전원장치를 구비한 마그네트론 스퍼터링 장치의 챔버 내에 배치하는 제1단계를 제공한다.The method of manufacturing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure according to the present invention is the degree of coating through the step of selecting an appropriate reaction condition with a metal having excellent bioactivity on the surface of the biocompatible polymer membrane using a sputtering device. A method for treating a surface of a polymer film capable of controlling the bioactive metals, wherein a biocompatible polymer film forming a randomly arranged fiber structure, which is a target of bioactive metals, is disposed in a chamber of a magnetron sputtering device equipped with a DC power supply. Provide steps.

본 발명의 용어 "생체 활성 금속(bioactive metals)"은 생체 적합성 고분자가 갖지 못하는 구조적 안정성을 부여하기 위해 사용되는 인체에 무해한 금속으로 티타늄, 탄탈룸, 니오븀, 텅스텐, 레눔, 오스뭄, 이리듐, 하프늄, 백금 또는 금인 것일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. The term "bioactive metals" of the present invention is a metal that is harmless to the human body used to impart structural stability that biocompatible polymers do not have, and includes titanium, tantalum, niobium, tungsten, rhenum, osmum, iridium, hafnium, It may be platinum or gold, but is not limited thereto.

본 발명의 용어 "생체 적합성 고분자" 는 생체 시스템에서 어떠한 바람직하지 않은 영향을 주지 않고, 생체가 기대하는 기능을 수행하는 고분자를 의미한다.The term "biocompatible polymer" of the present invention refers to a polymer that performs a function expected by a living body without any undesirable effects in a living body system.

생체적합성 고분자는 생분해성 고분자와 비분해성 고분자로 분류되며, 비분해성 고분자는 인체에 무해하나 생체 내에서 분해되지 않는 소재를 의미하고, 상기 생분해성 고분자는 의료용의 목적으로 생체 내에서 분해되는 생분해성 고분자를 의미한다. 구체적으로, 생분해성 고분자는 폴리락틱엑시드(poly(lactic acid); PLA), 폴리글리콜산 (poly(glycolic acid); PGA), 폴리카프로락톤(polycaprolactone; PCL), 폴리에틸렌 아디페이트(poly(ethylene adipate); PEA), 폴리트리메틸렌 아디페이트 (poly(trimethylene adipate); PTMA), 폴리 부틸렌 아디페이트(poly(butylene adipate); PBA) 및 폴리트리메틸카보네이트 (polytrimethylcarbonate; PTMC))일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 또한 비분해성 고분자는 폴리테트라플루오로에틸렌(polytetrafluoroethylene; PTFE), 폴리에틸렌테레프탈레이트(polyethylene terephthalate; PET), 폴리(2-히드록시에틸메타크릴레이트)(Poly(2-hydroxyethylmethacrylate); PHEMA), 폴리비닐피롤리돈(Polyvinylpyrrolidone; PVP), 폴리에틸렌(Polyethylene; PE), 폴리에틸렌글리콜(Polyethylene glycol; PEG), 폴리비닐알콜(Polyvinyl alcohol; PVA), 폴리프로필렌(Polypropylene; PP) 및 폴리우레탄(Polyurethane; PU))일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 본 발명에 있어, 보다 구체적으로, 상기 생체 적합성 고분자는 생분해성 또는 비분해성 고분자 또는 이들의 공중합체인 것일 수 있다.Biocompatible polymers are classified into biodegradable polymers and non-degradable polymers, non-degradable polymers are materials that are harmless to the human body but are not degraded in vivo, and the biodegradable polymers are biodegradable in vivo for medical purposes. It means a polymer. Specifically, the biodegradable polymer is polylactic acid (poly(lactic acid); PLA), polyglycolic acid (poly(glycolic acid); PGA), polycaprolactone (PCL), polyethylene adipate (poly(ethylene adipate)). ); PEA), polytrimethylene adipate (PTMA), poly(butylene adipate; PBA) and polytrimethylcarbonate (PTMC)), but limited thereto It doesn't work. In addition, non-degradable polymers are polytetrafluoroethylene (PTFE), polyethylene terephthalate (PET), poly(2-hydroxyethylmethacrylate) (Poly(2-hydroxyethylmethacrylate); PHEMA), polyvinyl Pyrrolidone (PVP), polyethylene (PE), polyethylene glycol (PEG), polyvinyl alcohol (PVA), polypropylene (PP), and polyurethane (Polyurethane; PU) ), but is not limited thereto. In the present invention, more specifically, the biocompatible polymer may be a biodegradable or non-degradable polymer or a copolymer thereof.

본 발명의 상기 '생체 적합성 고분자 막'은 다공성의 3차원 구조로서 전면을 코팅가능한 형상을 가지는 여러 구조 중 하나인 멤브레인(membrane) 형상을 가지는 생체 적합성 고분자를 의미한다. The'biocompatible polymer membrane' of the present invention refers to a biocompatible polymer having a membrane shape, one of several structures having a shape capable of coating the entire surface as a porous three-dimensional structure.

본 발명의 상기 생체 적합성 고분자 막의 평균 두께는 30 내지 500 μm 인 것일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 구체적으로, 200 μm 일 수 있다.The average thickness of the biocompatible polymer membrane of the present invention may be 30 to 500 μm, but is not limited thereto. Specifically, it may be 200 μm.

본 발명의 상기 생체 적합성 고분자 막의 평균 지름은 1 내지 5 μm 일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 구체적으로, 1 내지 3 μm 일 수 있다.The average diameter of the biocompatible polymer membrane of the present invention may be 1 to 5 μm, but is not limited thereto. Specifically, it may be 1 to 3 μm.

본 발명의 상기 '임의 배열된 파이버 구조'는 상기 생체 활성 금속으로 표면 화된 생체 적합성 고분자 막들이 불규칙적으로 겹쳐진 망 형태의 파이버(fiber)를 이루는 것을 의미한다. The'arbitrarily arranged fiber structure' of the present invention means that the biocompatible polymer films surfaced with the bioactive metal form a network-shaped fiber in which irregularly overlapped fibers are formed.

본 발명의 용어 "스퍼터링 장치"은 다양한 성막 대상물에 성막하는 용도로 활용되고 있다. 구체적으로, 화합물의 타겟을 고주파 방전에 의해 스퍼터링하는 고주파 스퍼터링과, 반응성 가스를 챔버 내에 도입해서 금속의 타겟을 스퍼터하는 반응성 스퍼터링이 있다. 본 발명에 있어 상기 스퍼터링 장치는, 반응성 스퍼터링으로 보다 구체적으로는 전기장과 더불어 자기장을 이용함으로써, 스퍼터링 장치의 스퍼터 속도를 개선시킬 수 있는 직류(DC) 마그네트론 스퍼터링 장치를 사용할 수 있다. 생체 활성 금속을 상기 마그네트론 스퍼터링 장치로 성막함에 따라 기존에 공지된 방법에 비해 균질도가 우수하고 높은 접착력을 가질 수 있다. The term "sputtering apparatus" of the present invention is used for forming a film on various film-forming objects. Specifically, there are high-frequency sputtering in which a target of a compound is sputtered by high-frequency discharge, and reactive sputtering in which a target of a metal is sputtered by introducing a reactive gas into a chamber. In the present invention, the sputtering device may be a direct current (DC) magnetron sputtering device capable of improving the sputtering speed of the sputtering device by using a magnetic field as well as an electric field as reactive sputtering. As the bioactive metal is deposited by the magnetron sputtering device, it is possible to have excellent homogeneity and high adhesion compared to a conventionally known method.

본 발명인 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법은 불활성 가스를 상기 챔버 내에 주입하는 제2단계를 제공한다. The present invention provides a second step of injecting an inert gas into the chamber in the method of manufacturing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure.

본 발명에 있어 "불활성 가스"는 상기 진공 챔버에는 상기 플라즈마 공정에 요구되는 소정의 압력을 제공하기 위하여 불활성 기체를 주입하여 소정의 압력을 유지하도록 할 수 있다. 상기 불활성 기체로는 아르곤 기체를 사용할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.In the present invention, the "inert gas" may maintain a predetermined pressure by injecting an inert gas into the vacuum chamber to provide a predetermined pressure required for the plasma process. Argon gas may be used as the inert gas, but is not limited thereto.

본 발명인 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법은 상기 생체 활성 금속 타겟에 전압을 인가하여 상기 생체 적합성 고분자 막 표면에 생체 활성 금속을 증착하는 제3단계를 제공한다. The method for manufacturing a biocompatible polymer film having a metallized surface forming a randomly arranged fiber structure according to the present invention includes a third step of depositing a bioactive metal on the surface of the biocompatible polymer film by applying a voltage to the bioactive metal target. to provide.

본 발명의 상기 스퍼터링은 불활성 가스 분위기에서 타겟에 고전압을 인가하여 플라즈마 방전을 유도한 후, 플라즈마에 존재하는 불활성 가스 이온이 타겟에 충돌하여 타겟 원자를 떼어내어 상기 생체 적합성 고분자 막 표면으로 증착시키는 방법이다. The sputtering of the present invention is a method in which plasma discharge is induced by applying a high voltage to a target in an inert gas atmosphere, and then the inert gas ions present in the plasma collide with the target to remove the target atoms and deposit them on the surface of the biocompatible polymer film. to be.

본 발명의 상기 불활성 가스의 플라즈마 압력 10-2~10-6torr 하에서 상기 생체 활성 금속을 생체 적합성 고분자 막에 증착시킬수 있다. The bioactive metal may be deposited on a biocompatible polymer film under a plasma pressure of 10 -2 to 10 -6 torr of the inert gas of the present invention.

본 발명의 생체 활성 금속 타겟에는 해당 금속 타겟으로부터 생체 활성 금속 원자 또는 이온을 발생시킬 수 있는 전압, 본 발명의 일 실시예에서, 티타늄을 타겟으로 하는 경우 100~500 V 전압을 인가하는 것일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다. 본 발명의 생체 활성 금속 원자 또는 이온을 발생시킬 수 있는 전류는 75~500 mA 전류에서 수행되는 것일 수 있으나, 이에 제한되지 않으며, 사용하는 생체 활성 금속의 종류 및 이온 발생 가능성을 고려하여 선택할 수 있다.The bioactive metal target of the present invention may be applied with a voltage capable of generating bioactive metal atoms or ions from the corresponding metal target, and in the case of targeting titanium, a voltage of 100 to 500 V may be applied. , But is not limited thereto. The current capable of generating a bioactive metal atom or ion of the present invention may be performed at a current of 75 to 500 mA, but is not limited thereto, and may be selected in consideration of the type of bioactive metal used and the possibility of generating ions. .

본 발명의 상기 제3단계의 생체 활성 금속의 두께 조절은 증착 시간으로 제어하는 것으로, 증착 박막의 두께 조절은 사전에 증착율을 파악하여 증착 시간으로 제어한다. 구체적으로, 본 발명의 상기 증착 시간은 30초 내지 10분 일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 보다 구체적으로 증착 시간을 1분 내지 5분으로 할 수 있다. The thickness control of the bioactive metal in the third step of the present invention is controlled by the deposition time, and the thickness control of the deposited thin film is controlled by the deposition time by determining the deposition rate in advance. Specifically, the deposition time of the present invention may be 30 seconds to 10 minutes, but is not limited thereto. More specifically, the deposition time may be 1 minute to 5 minutes.

본 발명의 상기 증착 시간 조절을 통해 상기 생체 활성 금속은 5 내지 500 nm의 두께로 코팅된 것일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. The bioactive metal may be coated to a thickness of 5 to 500 nm by controlling the deposition time of the present invention, but is not limited thereto.

본 발명의 다른 실시 양태로서 상기 제1양태로 제조된 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 골재생용 고분자 막을 제공한다. 구체적으로, 균일한 생체 활성 금속 코팅층을 갖는 것으로서, 생체 활성 코팅층이 없는 생체 적합성 고분자 막에 비해 친수성 및 기계적 안정성이 현저히 증대된 막을 제공한다. As another embodiment of the present invention, a biocompatible polymer membrane for bone regeneration is provided having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure prepared in the first aspect. Specifically, there is provided a membrane having a uniform bioactive metal coating layer and significantly improved hydrophilicity and mechanical stability compared to a biocompatible polymer membrane without a bioactive coating layer.

본 발명의 용어 "골재생용"은 치조골 등의 경조직(뼈)를 재생하는 것으로, 뼈 또는 조직의 손상된 부위에 섬유상 결합조직이 침입하는 것을 방지하는 용도를 의미한다. The term "for bone regeneration" of the present invention refers to regeneration of hard tissue (bone) such as alveolar bone, and refers to a use of preventing the invasion of fibrous connective tissue into damaged parts of bone or tissue.

본 발명은 생체 적합성 고분자 막을 마그네트론 스퍼터링 장치를 이용해 표면 일정 깊이까지 생체 활성 금속을 코팅함으로써, 기존의 금속-고분자 코팅보다 향상된 부착성을 보이면서도, 생체 적합성 고분자 막의 기계적 안정성 및 친수성을 증대시킴을 확인하였다. 이를 통해, 생체적합성 및 골재생능이 현저히 향상된 고분자 막을 제조할 수 있다. The present invention confirmed that the biocompatible polymer membrane was coated with a bioactive metal to a certain depth of the surface using a magnetron sputtering device, thereby increasing the mechanical stability and hydrophilicity of the biocompatible polymer membrane while showing improved adhesion than the conventional metal-polymer coating. I did. Through this, it is possible to manufacture a polymer membrane with remarkably improved biocompatibility and bone regeneration ability.

도 1은 금속이 코팅되지 않은 상태의 PLLA 막의 파이버 구조 및 형상을 주사전자현미경 관찰 결과를 나타낸 사진이다.
도 2는 금속 코팅층 유무 확인을 위해 응력(strain)을 가해 Ti 코팅된 PLLA 막의 주사전자현미경 사진(Scanning Electron Microscope, SEM)이다.
도 3은 실시예 2에 의한 Ti가 코팅된 PLLA 막의 주사전자 현미경 사진으로 스퍼터 타겟에 인가 전류값과 시간을 최소로 진행했음에도 PLLA 막 표면에 Ti 코팅층이 고르게 형성된 것을 보여주는 주사전자현미경 사진이다.
도 4는 Ti이 코팅된 막의 Ti-PLLA 파이버의 단면 이미지를 보여주는 사진이다.
도 5는 EDS(Energy Dispersive X-ray Spectroscopy) 분석을 통해 표면 코팅층의 성분을 확인한 것이다.
도 6은 막의 수분 젖음성 비교 평가를 위해 보라색 잉크 수용액에 담지 후를 보여주는 광학사진이다.
도 7은 티타늄 코팅 전후 멤브레인의 기계적 강도 평가를 위해 인장강도 평가후 그 결과는 나타내는 도이다.
도 8은 Ti가 코팅된 PLLA 막과 PLLA 막 표면에 조골모세포가 부착된 이미지를 공초점 현미경(Confocal microscopy)을 통해 배율 별로 나타낸 사진이다.
도 9은 Ti가 코팅된 PLLA 막과 PLLA 막 표면에 대한 조골모세포의 증식정도를 MTS (3-(4,5-dimethylthiazol-2-yl)-5-(3-carboxymethoxyphenyl)-2-(4-sulfophenyl)-2H-tetrazolium) 방법으로 측정하여 나타낸 도이다
도 10은 Ti가 코팅된 PLLA 막과 콜라겐 막의 4주 토끼 두개골에 동물실험 결과 재생된 뼈 양을 보여주는 그래프이다. 공정 조건에 따른 비교 평가 (A)Ti 200 mA 5min (B)Ti 100 mA, 1min (C)Ta 100 mA, 1min (D)콜라겐 막1 is a photograph showing a result of observation with a scanning electron microscope of a fiber structure and shape of a PLLA film in a state where the metal is not coated.
2 is a scanning electron microscope (SEM) photograph of a Ti-coated PLLA film by applying a strain to check the presence or absence of a metal coating layer.
FIG. 3 is a scanning electron micrograph of a Ti-coated PLLA film according to Example 2, and is a scanning electron microscope photograph showing that a Ti coating layer is evenly formed on the surface of the PLLA film even though the current value and time applied to the sputter target were minimized.
4 is a photograph showing a cross-sectional image of Ti-PLLA fibers of a Ti-coated film.
5 is an EDS (Energy Dispersive X-ray Spectroscopy) analysis to confirm the components of the surface coating layer.
6 is an optical photograph showing after immersion in a purple ink aqueous solution for comparative evaluation of moisture wettability of a film.
7 is a diagram showing the results after tensile strength evaluation for the mechanical strength evaluation of the membrane before and after titanium coating.
FIG. 8 is a photograph showing an image of a Ti-coated PLLA film and osteoblasts attached to the surface of the PLLA film by magnification through confocal microscopy.
9 shows the degree of proliferation of osteoblasts on the surface of the Ti-coated PLLA membrane and the PLLA membrane MTS (3-(4,5-dimethylthiazol-2-yl)-5-(3-carboxymethoxyphenyl)-2-(4- sulfophenyl)-2H-tetrazolium)
10 is a graph showing the amount of bone regenerated as a result of animal experiments in a rabbit skull of 4 weeks of Ti-coated PLLA membrane and collagen membrane. Comparative evaluation according to process conditions (A)Ti 200 mA 5min (B)Ti 100 mA, 1min (C)Ta 100 mA, 1min (D) Collagen membrane

이하, 실시예를 통하여 본 발명을 보다 상세히 설명하고자 한다. 이들 실시예는 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 한정되는 것은 아니다. Hereinafter, the present invention will be described in more detail through examples. These examples are for explaining the present invention more specifically, and the scope of the present invention is not limited by these examples.

실시예 1. 생체 적합성 고분자 막 제조Example 1. Preparation of biocompatible polymer membrane

폴리락틱엑시드(Polylactic acid, PLLA) 분말을 1,1,1,3,3,3-hexafluoro-2-propanol (HFP) 용액에 10 wt%로 녹이고 분사노즐에 삽입 후 전압은 15 kV 그리고 분사속도는 4 ml/hr 로 전기방사하여 PLLA 막을 제조하였다. 전기방사시 콜렉터(collector)와 노즐 사이의 거리는 일정 간격을 유지해야 HFP 용액이 휘발되어 막(membrane) 파이버를 얻을 수 있어 간격은 15 cm 이상 유지하여 제조하였다. PLLA 막의 두께는 50 μm 이상으로 제조하였다.Polylactic acid (PLLA) powder is dissolved in 1,1,1,3,3,3-hexafluoro-2-propanol (HFP) solution at 10 wt% and inserted into the spray nozzle, the voltage is 15 kV and the spray speed Was electrospun at 4 ml/hr to prepare a PLLA membrane. During electrospinning, the distance between the collector and the nozzle must be maintained at a certain distance so that the HFP solution is volatilized to obtain a membrane fiber, so the distance is maintained at 15 cm or more. The thickness of the PLLA film was prepared to be 50 μm or more.

실시예 2. 생체 활성 금속이 증착된 생체 적합성 고분자 막 제조Example 2. Preparation of biocompatible polymer film with bioactive metal deposited

상기 실시예1 에 의해 제조된 폴리락틱엑시드(Polylactic acid, PLLA) 막의 표면에 티타늄을 코팅하기 위하여, 진공 챔버에 플라즈마가 형성될 수 있도록 스퍼터링 기체인 아르곤 가스로 10-2~10-6 torr의 진공도를 형성한 후, 진공챔버 내부에 플라즈마를 형성하기 위해 티타늄 타겟에 100~500 V 전압을 인가하여 플라즈마 내부에 형성된 티타늄 중성자 및 이온을 PLLA 막 표면에 증착시켰다. 티타늄 타겟에 인가되는 전류는 250 mA 이하이며 증착 시간은 5분 이내로 실시하였다. In order to coat titanium on the surface of the polylactic acid (PLLA) film prepared in Example 1, a sputtering gas of argon gas was used to form a plasma in a vacuum chamber of 10 -2 to 10 -6 torr. After the vacuum degree was formed, a voltage of 100 to 500 V was applied to a titanium target to form a plasma inside the vacuum chamber to deposit titanium neutrons and ions formed in the plasma on the surface of the PLLA film. The current applied to the titanium target was 250 mA or less and the deposition time was within 5 minutes.

실시예 3. 생체 적합성 고분자 막의 금속화된 표면의 구조 변화 확인 Example 3. Confirmation of change in structure of metallized surface of biocompatible polymer membrane

스퍼터 공정을 이용해 티타늄이 코팅전후의 폴리락틱엑시드(Polylactic acid, PLLA) 막의 표면 구조를 비교 확인하기 위하여 전계주사전자현미경(field emission-scanning electron microscopes, FE-SEM)으로 직접 각각의 표면을 관찰하였다. 상기 실시예 1에 따른 전기방사법을 이용한 PLLA 막 표면의 주사전자현미경 관찰 결과를 도 1에 나타내었다. 실시예 1에 의해 전기방사된 PLLA 파이버(fiber)는 1 내지 3 μm 내외의 고른 분포 직경 크기를 가지는 파이버로서 고분자 막이 제조되었음을 알 수 있었다.Each surface was directly observed with field emission-scanning electron microscopes (FE-SEM) in order to compare and confirm the surface structure of the polylactic acid (PLLA) film before and after titanium coating using the sputtering process. . 1 shows the results of observation with a scanning electron microscope on the surface of the PLLA film using the electrospinning method according to Example 1. The PLLA fibers electrospun according to Example 1 were fibers having an even distribution diameter size of 1 to 3 μm, and it was found that a polymer membrane was prepared.

상기 실시예 1에 의해 제조된 PLLA 막을 상기 실시예 2로 PLLA 막의 표면에 나노미터 단위의 표면 구조물이 형성됨을 응력을 가한(stretched) 막의 미세구조를 나타낸 도 2를 통해 확인하였다. 스퍼터 플라즈마 내에서 금속이 증착되는 시간은 동일하게 5분으로 유지하고 타겟의 전류값을 100 내지 250 mA 까지 조절하여 코팅을 시도한 결과 모든 영역에서 티타늄이 고르게 코팅되었으며, 막에 스트레인(strain)을 가해 연신을 시켰을 경우 PLLA 막 표면에 코팅된 금속층은 균열이 일어나나 PLLA 막에서 떨어져 나오지는 않음을 확인하였다. 공정 전압을 달리하여 코팅층의 두께가 달라도 같은 양상을 보임을 알 수 있었다. 이를 통해, 일반적인 고분자-금속 코팅에서 볼 수 없는 우수한 기계적 안정성을 가짐을 확인하였다. The PLLA film prepared in Example 1 was confirmed through FIG. 2 showing the microstructure of the stretched film that a nanometer-level surface structure was formed on the surface of the PLLA film in Example 2. As a result of the coating attempt by maintaining the same time as 5 minutes for the metal to be deposited in the sputter plasma and adjusting the current value of the target to 100 to 250 mA, titanium was evenly coated in all areas, and a strain was applied to the film. When it was stretched, it was confirmed that the metal layer coated on the surface of the PLLA film cracked, but did not come off the PLLA film. It was found that the same pattern was observed even if the thickness of the coating layer was different by varying the process voltage. Through this, it was confirmed that it has excellent mechanical stability not found in general polymer-metal coatings.

실시예 4. 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막의 미세단면 구조 및 조성 분석Example 4. Analysis of micro-sectional structure and composition of surface metallized biocompatible polymer membrane

상기 생체 활성 금속 코팅층의 두께는 도 4를 통해 확인하였다. 폴리락틱엑시드(Polylactic acid, PLLA) 막 표면 코팅층인 티타늄(Ti)의 미세단면 구조 및 조성 분석을 확인하고자 멤브레인을 단면으로 잘라 주사전자 현미경 이미지와 에너지 분광분석(Energy Dispersive X-ray Spectroscopy, EDS)을 통해 화학 조성을 측정하였고 그 결과를 도 5에 나타내었다. 도 4에서 보는 바와 같이 코팅층의 두께는 30 nm 정도 이며 이의 조성분석에서 Ti 가 검출되었다. 상기 실시예 2에서 증착 시간과 타겟 전류값에 따라 상대적인 코팅층의 두께는 달라질 수 있다.The thickness of the bioactive metal coating layer was confirmed through FIG. 4. Scanning electron microscope image and energy spectroscopy (Energy Dispersive X-ray Spectroscopy, EDS) by cutting the membrane into cross-sections to confirm the micro-sectional structure and composition analysis of the polylactic acid (PLLA) film surface coating layer, titanium (Ti) The chemical composition was measured through and the results are shown in FIG. 5. As shown in FIG. 4, the thickness of the coating layer was about 30 nm, and Ti was detected in the composition analysis thereof. In Example 2, the relative thickness of the coating layer may vary according to the deposition time and the target current value.

실시예 5. 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막의 수분 젖음성 평가Example 5. Evaluation of moisture wettability of surface metallized biocompatible polymer membrane

상기 실시예 1 및 2에 의하여 제조된 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막인 Ti-PLLA의 수분 젖음성 비교 평가를 위해 보라색 잉크 수용액에 Ti-PLLA, PLLA 각각을 3분간 담지후 상기 고분자 막의 광학사진을 도 5에 나타내었다. PLLA과 Ti-PLLA 내부가지로 수분을 흡수함으로써 발생하는 색상차이로 수분 젖음성 차이를 알 수 있었다. 그 결과, Ti-PLLA가 PLLA에 비해 현저히 우수한 표면 친수성능을 가짐을 확인하였다.In order to evaluate the water wettability of Ti-PLLA, a surface metallized biocompatible polymer film prepared in Examples 1 and 2, Ti-PLLA and PLLA were respectively supported in a purple ink aqueous solution for 3 minutes, and then an optical picture of the polymer film was shown. It is shown in 5. The difference in moisture wettability was found by the color difference caused by absorbing moisture in the inner branches of PLLA and Ti-PLLA. As a result, it was confirmed that Ti-PLLA has significantly superior surface hydrophilic performance compared to PLLA.

실시예 6. 생체 적합성 고분자 막의 금속 코팅 전후 기계적 성능 평가 Example 6. Evaluation of mechanical performance of biocompatible polymer membranes before and after metal coating

상기 실시예 1 및 2에 의하여 제조된 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막인 Ti-PLLA의 기계적 물성을 확인하고자 instron3343 장비를 이용한 Gauge length = 10 mm/ Extension = 10 mm/min 시편의 인장강도를 확인하였고 이의 최대 인장 강도 값과 연신율을 비교 하여 응력-변형 곡선을 도 7에 나타내었다. 본 발명의 실시예에 따라 스퍼터 공정을 진행한 막이 플라즈마 영역에서 열손상의 유무와 코팅층으로 인한 기계적 강도 변화를 확인하기 위함이다. 도 7에서 나타나듯이 금속화된 표면이 없는 PLLA 막의 최대 인장 강도 평균값 = 2.44 MPa 이며, Ti-PLLA 막의 최대인장 강도 평균값 = 2.52 MPa로 유의미한 차이는 없는것을 확인하였으며, 이를 통해 스퍼터 공정으로 인한 고분자 막의 손상은 없는 것을 알 수 있었다. In order to confirm the mechanical properties of Ti-PLLA, a surface metallized biocompatible polymer film prepared according to Examples 1 and 2, the tensile strength of the specimen was confirmed using an instron3343 instrument Gauge length = 10 mm/ Extension = 10 mm/min. The stress-strain curve is shown in FIG. 7 by comparing the maximum tensile strength value and the elongation. It is to check whether the film subjected to the sputtering process according to the embodiment of the present invention has thermal damage in the plasma region and the change in mechanical strength due to the coating layer. As shown in FIG. 7, it was confirmed that there was no significant difference as the average maximum tensile strength of the PLLA film without a metallized surface = 2.44 MPa, and the average maximum tensile strength of the Ti-PLLA film = 2.52 MPa, through which the polymer film due to the sputtering process was It could be seen that there was no damage.

실시예 7. 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막의 생체적합성 평가 Example 7. Evaluation of biocompatibility of surface metallized biocompatible polymer membrane

상기 실시예 1 및 2에 의하여 제조된 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막인 Ti-PLLA의 생체적합성을 비교 확인하기 위하여, MC3T3-E1 세포(ATCC, CRL-2593)을 사용하여 조골모세포 부착형태, 부착정도 및 증식정도를 각각 공초점 현미경(Confocal microscopy)과 MTS 방법을 통해 평가하였고, 이를 각각 도 8 및 도 9에 나타내었다. 구체적으로 조골모세포를 티타늄 코팅 전후의 폴리락틱엑시드 멤브레인 표면 분주하고 24시간 동안 배양한 후 세포의 부착 및 정도를 관찰하였다. 나아가, 상기 각 표면에서의 세포 증식을 확인하기 위하여 세포를 각 표면상에 분주하고 3일, 5일 동안 배양한 후 MTS 방법을 진행하였다. 표면에 안정한 티타늄 금속층은 상대적으로 높은 친수성으로 인해 티타늄 증착 및 스퍼터 공정으로 표면 코팅된 폴리락틱엑시드 표면에서 표면처리 전 폴리락틱엑시드 표면 대비 더 많은 수의 조골모세포들이 더 넓게 부착하였으며 또한 세포 골격을 이루는 미세섬유(actin filament)가 더 뚜렷하게 보이는 것을 확인하였다. In order to compare and confirm the biocompatibility of Ti-PLLA, a surface metallized biocompatible polymer membrane prepared according to Examples 1 and 2 above, osteoblast adhesion form and adhesion using MC3T3-E1 cells (ATCC, CRL-2593) The degree and the degree of proliferation were evaluated through confocal microscopy and MTS methods, respectively, and are shown in FIGS. 8 and 9, respectively. Specifically, osteoblasts were dispensed on the surface of the polylactic acid membrane before and after the titanium coating, cultured for 24 hours, and then the adhesion and degree of the cells were observed. Further, in order to confirm cell proliferation on each surface, cells were dispensed on each surface, cultured for 3 days and 5 days, and then the MTS method was performed. Because of the relatively high hydrophilicity of the titanium metal layer, which is stable on the surface, a larger number of osteoblasts adhered more widely than the polylactic acid surface before surface treatment on the polylactic acid surface coated by the titanium deposition and sputtering process. It was confirmed that the microfibers (actin filament) were more clearly visible.

실시예 8. 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막의 in vivo 골재생능 비교 평가 Example 8. Comparative evaluation of in vivo bone regeneration ability of a surface metallized biocompatible polymer membrane

상기 실시예 1 및 2에 의하여 제조된 표면 금속화된 생체 적합성 고분자 막인 Ti-PLLA의 in vivo 골재생능 비교 평가를 확인하기 위하여 Rabbit calvaria(New Zealand white rabbit) 모델을 이용하여 생분해성 천연 고분자인 콜라겐 막과 비교하여 골재생능을 평가한 결과를 도 10에 나타내었다. Defect size 는 8 mm, 실험 기간은 4주 진행하였으며 이때 생성된 골량을 마이크로 CT (Micro-Computer Tomography)를 이용하여 평가하고 비교한 결과 Ti-PLLA 막에서 현저히 우수한 결과를 보임을 알 수 있었다. 실시예 1 및 2에 의해 공전 전류과 시간에 따른 코팅층의 두께를 조절한 막을 비교 평가한 결과 코팅층이 두꺼운 것이 조금 더 우수한 골형성을 보였으며 상대적으로 얇게 금속 코팅된 막의 경우는 천연 고분자인 콜라겐 막과 비슷한 골형성능을 보임으로서 그 우수성을 확인하였다. Collagen, a biodegradable natural polymer, using a rabbit calvaria (New Zealand white rabbit) model to confirm the comparative evaluation of the in vivo bone regeneration ability of Ti-PLLA, a surface metallized biocompatible polymer membrane prepared according to Examples 1 and 2 above. The results of evaluating the bone regeneration ability compared to the membrane are shown in FIG. 10. The defect size was 8 mm and the experiment period was 4 weeks. As a result of evaluating and comparing the generated bone mass using Micro-Computer Tomography (CT), it was found that the Ti-PLLA membrane showed remarkably excellent results. As a result of comparing and evaluating the membrane in which the thickness of the coating layer was adjusted according to the revolution current and time according to Examples 1 and 2, the thicker coating layer showed slightly better bone formation, and the relatively thin metal-coated membrane was compared with the natural polymer collagen membrane. The superiority was confirmed by showing similar bone formation ability.

Claims (10)

생체 활성 금속(bioactive metals) 타켓인 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 생체 적합성 고분자 막을 직류 전원장치를 구비한 마그네트론 스퍼터링 장치의 챔버 내에 배치하는 제1단계;
불활성 가스를 상기 챔버 내에 주입하는 제2단계; 및
상기 생체 활성 금속 타겟에 전압을 인가하여 상기 생체 적합성 고분자 막 표면에 생체 활성 금속을 증착하는 제3단계를 포함하는 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
A first step of disposing a biocompatible polymer film forming a randomly arranged fiber structure as a target of bioactive metals in a chamber of a magnetron sputtering apparatus equipped with a DC power supply;
A second step of injecting an inert gas into the chamber; And
Including a third step of depositing a bioactive metal on the surface of the biocompatible polymer film by applying a voltage to the bioactive metal target, of a biocompatible polymer film having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure Manufacturing method.
 제1항에 있어서,
상기 제3단계는, 10-2~10-6 torr의 압력, 100~500 V 전압 및 75~500 mA 전류에서 수행되는 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 1,
The third step is performed at a pressure of 10 -2 to 10 -6 torr, a voltage of 100 to 500 V, and a current of 75 to 500 mA, biocompatibility having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure Method for producing a polymer membrane.
 제1항에 있어서,
상기 생체활성 금속은 티타늄, 탄탈룸, 니오븀, 텅스텐, 레눔, 오스뭄, 이리듐, 하프늄, 백금 또는 금인 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 1,
The bioactive metal is titanium, tantalum, niobium, tungsten, rhenum, osmum, iridium, hafnium, platinum, or gold. The method of manufacturing a biocompatible polymer film having a metallized surface forming an arbitrary array of fiber structures.
 제1항에 있어서,
상기 생체 적합성 고분자 막은 폴리락틱엑시드(poly(lactic acid); PLA), 폴리글리콜산 (poly(glycolic acid); PGA), 폴리카프로락톤(polycaprolactone; PCL), 폴리에틸렌 아디페이트(poly(ethylene adipate); PEA), 폴리트리메틸렌 아디페이트 (poly(trimethylene adipate); PTMA), 폴리 부틸렌 아디페이트(poly(butylene adipate); PBA), 폴리트리메틸카보네이트 (polytrimethylcarbonate; PTMC)), 폴리테트라플루오로에틸렌(polytetrafluoroethylene; PTFE), 폴리에틸렌테레프탈레이트(polyethylene terephthalate; PET), 폴리(2-히드록시에틸메타크릴레이트)(Poly(2-hydroxyethylmethacrylate); PHEMA), 폴리비닐피롤리돈(Polyvinylpyrrolidone; PVP), 폴리에틸렌(Polyethylene; PE), 폴리에틸렌글리콜(Polyethylene glycol; PEG), 폴리비닐알콜(Polyvinyl alcohol; PVA), 폴리프로필렌(Polypropylene; PP) 및 폴리우레탄(Polyurethane; PU)) 및 이들의 공중합체로 구성된 군으로부터 선택되는 생분해성 또는 비분해성 생체 적합성 고분자(biocompatible polymers) 인 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 1,
The biocompatible polymer membrane includes poly(lactic acid); PLA), poly(glycolic acid); PGA), polycaprolactone (PCL), polyethylene adipate (poly(ethylene adipate)); PEA), poly(trimethylene adipate; PTMA), poly(butylene adipate; PBA), polytrimethylcarbonate (PTMC)), polytetrafluoroethylene ; PTFE), polyethylene terephthalate (PET), poly(2-hydroxyethylmethacrylate) (Poly(2-hydroxyethylmethacrylate); PHEMA), polyvinylpyrrolidone (PVP), polyethylene ; PE), polyethylene glycol (PEG), polyvinyl alcohol (PVA), polypropylene (PP) and polyurethane (Polyurethane; PU)) and copolymers thereof Biodegradable or non-degradable biocompatible polymers (biocompatible polymers), the method of manufacturing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming an arbitrary array of fiber structures.
 제1항에 있어서,
상기 고분자 막의 평균 두께는 30 내지 500 μm 인 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 1,
The average thickness of the polymer membrane is 30 to 500 μm, the method of manufacturing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure.
 제1항에 있어서,
상기 고분자 막의 평균 지름은 1 내지 5 μm 인 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 1,
The average diameter of the polymer membrane is 1 to 5 μm, the method of manufacturing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure.
 제1항에 있어서,
상기 생체 활성 금속은 5 내지 500 nm의 두께로 코팅된 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 1,
The bioactive metal is coated with a thickness of 5 to 500 nm, wherein the method for producing a biocompatible polymer membrane having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure.
 제1항에 있어서,
상기 제3단계의 생체 활성 금속의 두께 조절은 증착 시간으로 제어하는 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 1,
The thickness control of the bioactive metal in the third step is controlled by a deposition time, a method of manufacturing a biocompatible polymer film having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure.
 제8항에 있어서,
상기 증착 시간은 30초 내지 10분인 것인, 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 고분자 막의 제조방법.
The method of claim 8,
The deposition time is 30 seconds to 10 minutes, the method of manufacturing a biocompatible polymer film having a metallized surface forming an arbitrarily arranged fiber structure.
 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항의 방법으로 제조된 임의 배열된 파이버 구조를 형성하는 금속화된 표면을 갖는 생체 적합성 골재생용 고분자 막.











A biocompatible bone regeneration polymer membrane having a metallized surface to form a randomly arranged fiber structure prepared by the method of any one of claims 1 to 9.
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